Soutenance mémoire
Le rachis sain
L’ensemble des définitions de cette partie sont tirées de Cottalorda et Kohler [18]. La colonne vertébrale ou rachis est constituée d’os articulés, les vertèbres, séparées par les disques intervertébraux (DIV). Elle abrite la moelle épinière et supporte la cage thoracique et la tête. Elle est divisée en 4 parties, illustrées Figure I-2 :
x Cervicale : C1 à C7
x Thoracique : T1 à T12 auxquelles sont rattachées les côtes
x Lombaire : L1 à L5
x Sacrée ou pelvienne formée de 5 vertèbres soudées et du coccyx
La colonne est rectiligne dans le plan frontal et courbée dans le plan sagittal selon 4 courbures successivement inversées :
x lordose cervicale et lombaire
x cyphose thoracique et sacrée
Tiges de croissance
Le système actuel est constitué de 2 tiges en inox médical (316L) ou en titane, reliées par un connecteur, comme illustré Figure I-16. Elles sont fixées le long de la colonne vertébrale, en amont et en aval de la déformation scoliotique à l’intérieur de la courbure. Les fixations consistent en 2 vis pédiculaires ou 2 crochets laminaires qui viennent former une « pince » sur 2 vertèbres consécutives. Les tiges sont mises en forme dans le plan sagittal pour rétablir la courbure normale dans ce plan et éventuellement fixées régulièrement sur la colonne, assurant la réduction de la déformation dans le plan frontal. Elles sont implantées soit intra-musculairement en laissant intact le périoste, soit sous la peau [34], [46]. Elles peuvent être simples, c’est-à-dire d’un seul côté de la colonne, ou doubles avec une système de chaque côté des épineuses. Lors de l’installation et des allongements suivants, une des tiges est désolidarisée du connecteur et une pince de distraction est insérée entre les 2 tiges. La force appliquée par le praticien éloigne les tiges l’une de l’autre et allonge l’ensemble du dispositif. La tige est ensuite refixée au connecteur. Dans son étude, Yang analyse les pratiques de 17 chirurgiens [40]. Il en ressort plusieurs consensus. La période entre allongements la plus courante est de 6 mois [34]. Les fixations crâniales sont à 77% faites avec des crochets laminaires. Les vis pédiculaires et les crochets sont utilisés dans des proportions égales pour les fixations caudales. L’arrêt du traitement est décidé en majorité par la maturité osseuse du patient mais également à cause des complications à répétitions, d’une aggravation de la courbue ou l’impossibilité d’allonger le dispositif. La majorité des praticiens interrogés font une fusion définitive à la fin du traitement. Les tiges doubles sont de plus en plus utilisées dans le panel de l’étude. Le choix des niveaux de fixation est encore aujourd’hui un sujet d’étude et il n’existe pas de consensus. La fixation se fait généralement sur les vertèbres neutres au-dessus des vertèbres limites. Une fusion limitée peut être faite entre les vertèbres pour stabiliser les ancrages [47]. Les tiges de croissance simples réduisent l’angle de Cobb de 29% à 44%, avec une croissance vertébrale de 0,7 à 1,2 cm/an en moyenne, selon plusieurs études [48], [8], [49], [50]. Dans son étude comparative des tiges simples et doubles, Thompson rapporte une meilleure correction de l’angle de Cobb, une meilleure croissance et moins de complications pour les tiges doubles [50] . Plusieurs autres études portant sur les tiges doubles montrent des résultats similaires [34], [51], [9]. Des allongements fréquents favorisent en premier lieu la croissance. Ils permettent d’obtenir un meilleur taux de croissance que des allongements plus espacés [51], voire même plus que la normale [52]. En effet la force de distraction permettant de réduire la déformation peut également favoriser la croissance vertébrale selon la loi d’Hueter-Volkmann. La critique principale de la technique des tiges de croissance porte sur la lourdeur du traitement et les risques inhérents aux multiples opérations nécessaires aux allongements. La croissance est également empêchée entre 2 allongements successifs. D’autres systèmes ont ainsi été inventés pour pallier en partie à ces limitations.
Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation
Les différentes instrumentations simulées limitent la mobilité segmentale dans la zone instrumentée en flexion/extension et provoquent une sur-mobilité des segments adjacents en flexion/extension et en inclinaison latérale. Notons cependant que la sur-mobilité en L5-S1 n’est pas physiologique. En effet l’immobilisation des vertèbres après une chirurgie est souvent compensée par une modification de l’incidence pelvienne [172]. De plus nous imposons un déplacement linéaire et angulaire important à T1 et non en C0, le mouvement résultant peut donc ne pas être physiologique. Nos simulations montrent une sur-mobilité des segments adjacents, un phénomène déjà décrit dans plusieurs études in vitro sur le traitement par fusion vertébrale. Bastian [173] rapportent une augmentation significative de la mobilité des segments sus-jacents (mais pas des sous-jacents) chez 10 sujets instrumentés en T12-L2 avec un implant de fusion. Sur un montage plus court, Molz [158] trouvent une sur-mobilité à tous les segments adjacents chez 9 sujets avec un implant en L3-L4. Ils rapportent également une diminution significative du ROM de L3-L4. Chow [174] comparent 2 fusions sur 6 sujets, avec un implant court en L4-L5 et avec un plus étendu de L4 à S1. Ils rapportent également une augmentation significative de la mobilité sus-jacente avec les 2 instrumentations, et une augmentation du ROM sous-jacent uniquement pour un implant court. Ces auteurs notent aussi que la sur-mobilité est moins importante au niveau immédiatement adjacent avec une instrumentation plus étendue, mais qu’elle se répercute plus sur les autres niveaux au-dessus. En l’absence d’une rotule entre l’implant et les ancrages vertébraux, ajouter une suspension avec une souplesse axiale peut augmenter la mobilité des segments de la zone instrumentée (uniquement en flexion/extension), en comparaison d’une tige rigide classique. Dans leur étude numérique, Rohlmann [175] comparent un implant dynamique d’une raideur axiale de 200 N/mm et pourvu de fixations mobiles en rotation à une tige rigide, tous deux implantés en L3-L4. Les auteurs rapportent, comme nous, que l’implant dynamique avec rotule réduit la sur-mobilité des segments adjacents et améliorent la mobilité du segment instrumenté. Cependant, ils trouvent une différence très faible entre les 2 instrumentations (< 1 degré). Ils ont également testé plusieurs valeurs de raideur axiale et montrent que la mobilité de la zone instrumentée n’augmente de plus d’un degré que pour des raideurs inférieures à 100 N/mm. Malgré les différences entre nos instrumentations multi-niveaux et leur implant court, nos résultats concordent et renforcent l’hypothèse qu’une suspension combinée à des fixations rotulées peut être bénéfique pour la mobilité vertébrale post-opératoire. Nous constatons cependant que les systèmes de fixation ont une très grande influence sur les ROM. Ajouter uniquement une rotule entre une tige classique et les ancrages vertébraux pourrait être suffisant pour améliorer la mobilité dans la zone instrumentée et minimiser la sur-mobilité adjacente. Au contraire apporter une plus grande souplesse longitudinale ne serait pas suffisant sur les montages étendus à plusieurs niveaux vertébraux. Cependant la stabilité à long terme d’une telle instrumentation n’a pas été étudiée sur des colonnes en croissance. De plus, trop de mobilité aux fixations pourrait être préjudiciable à l’amplitude de la correction de la scoliose, comme cela a déjà été constaté entre les fixations par crochets et celles par vis pédiculaires [176]. La force normale sur les fixations quelle que soit la configuration est largement inférieure à celle requise pour arracher les vis pédiculaires [177]. Néanmoins les valeurs absolues que nous rapportons ici ne sont valables que pour le sujet adulte modélisé. L’utilisation de rotule entre l’implant et les ancrages réduit légèrement cette force. En effet aucun couple ne peut être transmis entre la colonne et les vis dans ce cas. Cependant en réalité les rotules sont rapidement en butée lors des mouvements de grande amplitude, comme la flexion/extension, à cause des contacts avec les structures anatomiques adjacentes. L’avantage des fixations avec rotule pourrait donc être plus limité in vivo. Ajouter une suspension à une tige réduit significativement le cisaillement dans les fixations. La plus grande flexibilité longitudinale pourrait réduire les efforts passant par l’instrumentation et donc moins contraindre les vis. Réduire le cisaillement des vis est avantageux pour augmenter la résistance en fatigue des ancrages vertébraux. Brasiliense [177] rapportent une rupture en fatigue à 140 N de cisaillement chez 10 spécimens instrumentés avec des vis à double filetage. Si une plus grande flexibilité axiale pouvait amener l’effort de cisaillement en-dessous de ce seuil, ajouter une fixation rotulée pourrait au contraire contrebalancer cet effet.
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Table des matières
Introduction
Chapitre I. Revue de la littérature
I.1. Rappels anatomiques
I.1.1. Repère anatomique de référence
I.1.2. Le rachis sain
I.1.3. Les paramètres rachidiens et pelviens
I.1.4. Le rachis scoliotique
I.2. Traitements de la scoliose infantile
I.2.1. Historique
I.2.2. Tiges de croissance
I.2.3. Autres implants
I.2.4. Complications et points critiques
I.2.5. Conséquences sur les disques intervertébraux
I.3. Etudes expérimentales
I.3.1. Etudes sur la préservation des disques
I.3.2. Efforts dans la colonne
I.3.3. Pression intra-discale
I.3.4. Essais sur les tiges de croissance
I.3.5. Synthèse
I.4. Modèles animal in vivo
I.4.1. Anatomie
I.4.2. Biomécanique
I.4.3. Scoliose et dégénérescence discale
I.5. Modèles numériques 3D du rachis pour l’étude de la scoliose
I.5.1. Modèles numériques EF et corps rigides
I.5.2. Personnalisation des modèles
I.5.3. Evaluation des modèles
I.6. Synthèse de la bibliographie
Chapitre II. Développement d’un implant « suspension »
II.1. Présentation du dispositif
II.1.1. Cahier des charges
II.1.2. Solutions techniques
II.2. Essais préparatoires
II.2.1. Essai in vivo sur cochons en croissance
II.2.2. Mesure d’efforts in vivo sur le cochon adulte
II.2.3. Conclusions
Chapitre III. Etude in vivo sur chèvres adultes
III.1. Introduction
III.2. Matériel et Méthodes
III.2.1. Sujets
III.2.2. Procédures chirurgicales
III.2.3. Imagerie médicale
III.2.4. Histologie
III.4. Résultats
III.4.1. Chirurgie
III.4.2. Explantation
III.4.3. IRM
III.4.4. Histologie
III.5. Discussion
III.6. Conclusion
Chapitre IV. Etude numérique du rachis humain instrumenté
IV.1. Introduction
IV.2. Matériel et Méthode
IV.2.1. Géométrie
IV.2.2. Modélisation des éléments intervertébraux
IV.2.3. Personnalisation
IV.2.4. Chargement
IV.2.5. Séquence de rotation
IV.2.6. Evaluations
IV.2.7. Etudes de sensibilité
IV.2.8. Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation
IV.2.9. Etudes préliminaires sur modèle scoliotique
IV.3. Résultats – Etudes sur sujet sain
IV.3.1. Evaluation du comportement mécanique du modèle intact
IV.3.2. Evaluation du modèle instrumenté
IV.3.3. Etudes de sensibilité
IV.3.4. Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation
IV.4. Discussion – Etude sur sujet sain
IV.4.1. Limitations du modèle
IV.4.2. Evaluation du modèle intact
IV.4.3. Evaluation du modèle instrumenté
IV.4.4. Etude sur la raideur de la suspension et le système de fixation
IV.5. Résultats – Etudes sur sujet scoliotique
IV.5.1. Création de modèles de rachis scoliotiques pour une personnalisation géométrique
IV.5.2. Etudes préliminaires sur sujet scoliotique
IV.6. Discussion – Etudes sur sujet scoliotique
IV.6.1. Création de modèles de rachis scoliotiques
IV.6.2. Etudes préliminaires sur modèle scoliotique
IV.7. Conclusion
Conclusion et perspectives
Bibliographie
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